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Artigo de Revisão
Revista Brasileira de Física Médica. 2009;3(1):101-15.
Aspectos físicos e técnicos da Radiologia
Intervencionista
Physical and technical aspects in Interventional Radiology
Lucía Canevaro1
Doutora em Biociências Nucleares (Física Médica). Pesquisadora do Serviço de Física Médica de Radiodiagnóstico do
Instituto de Radioproteção e Dosimetria/Comissão Nacional de Energia Nuclear (IRD/CNEN), Rio de Janeiro (RJ), Brasil.
1
Resumo
O presente trabalho faz uma revisão sobre alguns conceitos utilizados em Radiologia Intervencionista. São descritas as grandezas e unidades
utilizadas para dosimetria de pacientes e profissionais, procedimentos de caracterização do equipamento de raios X e procedimentos dosimétricos
em pacientes e profissionais. Descrevem-se algumas particularidades dos equipamentos de raios X dedicados à Radiologia Intervencionista e alguns
aspectos relacionados à proteção radiológica.
Palavras-chave: Radiologia Intervencionista; Dosimetria; Controle de qualidade; Proteção radiológica.
Abstract
This paper is a review of some concepts used in Interventional Radiology. It specifies dosimetric quantities and units applied for both patient and
staff. Characterization of the X-ray equipment and dosimetric procedures in patients and professionals are discussed. We also describe certain
characteristics of the X-ray equipment dedicated to Interventional Radiology and some aspects of radiological protection.
Keywords: Interventional Radiology; Dosimetry; Quality control; Radiological protection.
Radiologia Intervencionista
Desde a década de 19601, os procedimentos intervencionistas com raios X na medicina têm aumentado significativamente e continuam a crescer à medida que técnicas minimamente invasivas, assim como equipamentos
com tecnologia cada dia mais sofisticada, vêm sendo
desenvolvidos.
Define-se Radiologia Intervencionista (RI) como aqueles “procedimentos que compreendem intervenções diagnósticas e terapêuticas guiadas por acesso percutâneo ou
outros, normalmente realizadas sob anestesia local e/ou
sedação, usando a imagem fluoroscópica para localizar a
lesão ou local de tratamento, monitorar o procedimento,
e controlar e documentar a terapia”2. Meios de contraste
são utilizados para a visibilização de órgãos ou tecidos radiotransparentes na tela de um monitor.
Algumas das vantagens da RI são a possibilidade de
realização de procedimentos complexos com cortes cirúrgicos de pequena extensão, a diminuição da probabilidade de infecções, o rápido restabelecimento do paciente,
a redução do tempo de internação e a diminuição dos
custos hospitalares3, tratando-se de uma técnica minimamente invasiva, segura e altamente eficaz.
Entretanto, a RI é uma das especialidades que proporciona as maiores doses a pacientes e profissionais4,5.
Em algumas situações, é possível produzir, nos indivíduos,
lesões radioinduzidas às vezes severas. Isto porque os
tempos de exposição são longos, as taxas de dose são
altas, há grandes quantidades de imagens adquiridas6-8,
além de inadequada colimação e uso de filtros, entre outras razões.
Devido às suas vantagens, a frequência dos procedimentos de RI tem aumentado rapidamente nos últimos
anos2,9,10. Nos países em que o sistema de saúde é desenvolvido, a média anual de procedimentos em RI, entre os anos de 1991 e 1996, foi de 12,73 procedimentos
para cada 1.000 habitantes. Nos países como o Brasil,
que não estão inseridos no grupo anterior, a média anual
foi de 1,7311. Segundo dados do DATA SUS12, entre 1995
e 2001 houve um aumento de 77,6% na frequência de
procedimentos em RI no Brasil, sendo que em 2007 foram
realizados 49.729 procedimentos.
Essas técnicas foram originalmente desenvolvidas por
radiologistas, no início da evolução das técnicas guiadas
fluoroscopicamente; logo em seguida os cardiologistas
entraram nesse campo e mundialmente ainda representam a especialidade com maior número de procedimentos.
Correspondência: Instituto de Radioproteção e Dosimetria. Serviço de Física Médica de Radiodiagnóstico. Av. Salvador Allende s/n. CEP: 22780-160.
Jacarepaguá. Rio de Janeiro. Brasil. [email protected]
Associação Brasileira de Física Médica®
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No entanto, a RI foi ‘descoberta’ por muitas outras especialidades de não-radiologistas (urologistas, gastroenterologistas, cirurgiões ortopédicos, cirurgiões vasculares, traumatologistas, anestesistas, pediatras), que,
cada vez mais utilizando estas técnicas, vão se tornando
‘intervencionistas’.
Com o aumento das técnicas e da complexidade dos
procedimentos em radiodiagnóstico e com o aparecimento
de lesões radioinduzidas, e devido ao fato que a maioria
destes profissionais teve pouca ou nenhuma formação em
proteção radiológica, existe uma necessidade urgente de
informá-los sobre os riscos da radiação e como minimizálos na sua prática quotidiana2. Para poder realizar essa
tarefa com eficiência, os físicos médicos devem ter conhecimentos sólidos sobre aspectos físicos, técnicos, de
proteção radiológica e, principalmente, ter suficiente familiaridade com a prática médica (experiência em hospital).
Nessas condições é possível desenvolver programas de
garantia e controle de qualidade, assessorar pessoal médico sobre todos os aspectos relacionados à aquisição, reparo, substituição e controle de equipamentos, assim como
implementar medidas de proteção radiológica de pacientes
e profissionais, e tornar a prática o mais otimizada possível.
Efeitos estocásticos e determinísticos em
radiologia intervencionista
As altas doses ministradas nos procedimentos intervencionistas, se não conhecidas e otimizadas, podem aumentar os riscos de efeitos estocásticos e ocasionar efeitos determinísticos em pacientes e profissionais.
Em 1994, o Food and Drug Administration (FDA) publicou um documento sobre lesões induzidas na pele decorrentes de procedimentos intervencionistas. Estas lesões
não aparecem imediatamente, pelo que o médico não
pode perceber danos ao observar o paciente imediatamente após o exame13-18. Relatos sobre efeitos determinísticos em pacientes e profissionais foram publicados pela
International Commission on Radiation Protection (ICRP) e
outros autores2,16. Além das lesões em pacientes, têm sido
observados casos de catarata e sérios danos nas mãos
dos médicos que realizam os exames2,16 (Figura 1).
Na Tabela 1 são apresentados os limiares de dose para
a ocorrência de alguns efeitos determinísticos na pele de
pacientes submetidos a procedimentos guiados fluoroscopicamente. A dose necessária para causar lesão cutânea é tipicamente 3 Gy para eritema (entre 1 e 2 dias após
a exposição) e depilação temporária (entre 2 e 3 semanas
após a exposição). Tempo adicional de fluoroscopia acima
do limiar de dose aumenta a gravidade das lesões: Dano
vascular é esperado para doses na pele acima de 20 Gy.
Na atualidade, equipamentos fluoroscópicos produzem taxas típicas de kerma no ar da ordem de 0,02 Gy/
min para modo normal de fluoroscopia; porém, podem
atingir 0,2 Gy/min no modo de alta taxa de dose2. A taxa
de exposição máxima permitida nos Estados Unidos pela
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FDA é de 10 R/min (100 mGy/min) e, para modo de alta
taxa, 20 R/min (200 mGy/min).
O risco de aparecimento de lesões na pele está associado a tempos prolongados de fluoroscopia. O tempo necessário para atingir o limiar de dose para depilação temporária é tipicamente maior do que 90 minutos em modo
fluoroscopia (0,03 Gy/min). No modo de máxima taxa de
exposição, o tempo para ministrar esta dose em um único
local da pele é de 30 minutos no modo normal de fluoro e 15 minutos no modo alta taxa. Grandes pacientes
são mais suscetíveis a lesões na pele, devido ao fato de o
controle automático de brilho mudar automaticamente os
fatores da técnica para aumentar a produção de raios X19.
A maioria das lesões severas pode ser evitada conhecendo e quantificando não apenas a radiação que sai
do tubo de raios X e chega ao paciente, mas também a
qualidade da imagem suficiente para a intervenção. Além
disso, é indispensável fazer uso racional dos raios X.
Grandezas e unidades de interesse para
Grandezas para pacientes
Os principais objetivos da dosimetria de pacientes são determinar grandezas dosimétricas para estabelecer níveis
de referência de diagnóstico (DRL)20 e realizar avaliações
comparativas de risco. No ultimo caso, é necessário conhecer a dose média nos órgãos e tecidos em risco. Um
objetivo adicional, não menos importante, é o de avaliar o
desempenho do equipamento de raios X, como parte do
processo de garantia da qualidade.
Figura 1. Exemplos de efeitos determinísticos em pacientes16 (ulceração nas costas) e em profissionais (opacidade do cristalino)2.
Aspectos físicos e técnicos da Radiologia Intervencionista
Em certas situações, interessa medir diretamente no
paciente. Já para o controle de parâmetros técnicos, para
a comparação de diferentes sistemas e para otimização, é
preferível realizar medidas usando um fantoma padrão para
simular o paciente. Em radiologia intervencionista, são requeridos instrumentos especiais cujo design e desempenho
se ajustem às necessidades clínicas. É o caso, por exemplo, dos medidores do produto kerma-área. O uso destes
dosímetros e/ou a interpretação dos resultados obtidos requer técnica e conhecimento especializados. É essencial,
também, padronizar os procedimentos para a medida das
grandezas de interesse (Figura 2)21,22. A grandeza kerma no
ar é utilizada como base para todas as grandezas de aplicação específica medidas diretamente21,22.
Kerma e taxa de kerma
O kerma, K, é o quociente entre dEtr e dm, conforme a
Equação 1. Unidade: J/kg. Nome especial gray (Gy).
(1)
Onde:
K: kerma;
dEtr: soma das energias cinéticas iniciais de todas as partículas carregadas liberadas pelas partículas não carregadas em dm;
dm:a massa de um material.
Já a taxa de kerma é o quociente entre dK e dt, conforme a Equação 2.
(2)
Onde:
K: kerma;
dK: incremento de kerma;
dt: intervalo de tempo.
Unidade: J/kg.s. Nome especial gray por segundo (Gy/s).
Kerma no ar incidente (Ki )
É o kerma no ar de um feixe de raios X incidente medido no eixo central do feixe à dFSD (Figura 2), isto é, no
Tabela 1. Limiares para ocorrência de efeitos determinísticos2
Efeito
Limiar aproximado de dose [Gy]
Tempo de aparição do efeito
2
3
7
14
18
24
18
> 12
2-24 horas
Aproximadamente 3 semanas
> 6 semanas
> 10 semanas
> 52 semanas
Eritema imediato transiente
Depilação temporária
Depilação permanente
Escamação seca
Escamação úmida
Ulceração secundária
Necrose dérmica isquêmica
Necrose dérmica
Minutos de fluoroscopia para uma
taxa de alta dose de 200 mGy/min
10
15
35
70
90
120
90
75
Tubo de raios X
Foco
Distância ao
foco, d
Distância focosuperfície do
paciente
dFSD
Distância focoreceptor de
imagem
dFID
Colimador
Medidor de produto kerma-área
Rendimento Y(d)
Kerma no ar incidente, Ki
Paciente
Radiação
espalhada
Kerma de entrada na
superfície, Ke
Dose em órgão, DT
Dose absorvida no tecido, D
Mesa do paciente
Receptor de imagem
Feixe primário
Figura 2. Grandezas de interesse para estimativa das doses em pacientes e para caracterização do equipamento de raios X2.
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plano de entrada na pele, ou na superfície do simulador.
Somente inclui a radiação incidente e não a radiação retroespalhada. Unidade: J/kg, ou gray (Gy).
Kerma de entrada na superfície (Ke )
É o kerma no ar de um feixe de raios X incidente medido no eixo central do feixe à dFSD (Figura 2), isto é, no
plano de entrada na pele, ou na superfície do simulador,
sendo que a radiação incidente no paciente ou fantoma
e a radiação retroespalhada são incluídas na definição.
Unidade: J/kg, ou gray (Gy).
Rendimento (Y(d))
Define-se como o quociente entre K(d) e PIt, conforme a
Equação 3:
Y(d)=K(d)/PIt
(3)
Onde:
Y(d): rendimento;
K(d): kerma no ar a uma distância especificada, d (geralmente 1 m), do foco do tubo de raios X;
PIt: produto corrente por tempo.
Unidade: J/kg.C ou Gy/mAs.
Produto kerma-área (PKA )
Define-se PKA como a integral do produto do kerma no ar em
uma área, dxdy, do feixe de raios X em um plano perpendicular ao eixo central do feixe de raios X, pela área do feixe
no mesmo plano (Equação 4). Unidade: (J/kg).m2 ou Gy.m2.
PKA=òAK(x, y)dxdy
(4)
A radiação espalhada pelo paciente é excluída nesta
definição. O plano de medida deve estar suficientemente
afastado do paciente para não receber uma quantidade
significativa de radiação espalhada. O valor do PKA independe da distância ao foco do tubo, de modo que a atenuação do ar e a radiação extra-focal podem ser desconsideradas, e pode ser medido em qualquer plano entre o
colimador e o paciente. É uma grandeza mais relacionada
com o risco, porque na sua medida está implícita a medida da área que dá uma indicação da quantidade de energia ministrada ao paciente23.
Dose em órgãos (DT )
A dose média absorvida em um dado órgão ou tecido (ou
‘dose em órgão’, DT), se define como o quociente entre eT
e mT (Equação 5):
Onde:
DT: dose em órgão;
de: energia cedida ao tecido dm;
dm: massa do tecido ou órgão.
104
(5)
DT é usado como um indicador da probabilidade de efeitos
estocásticos da radiação. A distribuição de DT nos órgãos
e tecidos relevantes do corpo não pode ser obtida através
de medidas diretas em pacientes.
Dose equivalente (HT)
A grandeza que leva em consideração a qualidade da radiação é a dose equivalente (HT), definida como o valor
médio da dose absorvida DT,R num tecido ou órgão T, obtido sobre todo o tecido ou órgão T, devido à radiação R
(Equação 6). Unidade: J/Kg, que recebe o nome especial
de sievert (Sv).
(6)
sendo wR o fator de peso da radiação, tabelado na ICRP
10324. Para as energias empregadas em radiodiagnóstico,
wR é igual a 1.
Dose efetiva (E)
É definida como a soma ponderada das doses equivalentes em todos os tecidos ou órgãos do corpo (Equação 7).
Também expressa em Sv. A dose efetiva é uma grandeza
que não é diretamente mensurável.
(7)
Onde:
HT: dose equivalente no tecido ou órgão;
wT e T: fator de peso para o tecido ou órgão T correspondente, tabelado na ICRP 10324.
A aplicação em exposições médicas da dose efetiva como
grandeza para estimar o risco do paciente tem sido uma
questão polêmica25 e ainda não há um consenso sobre a
efetividade do seu uso26.
Dose máxima na pele
Para a estimativa e prevenção de efeitos determinísticos,
a grandeza mais adequada é a dose máxima na pele,
geralmente obtida mediante o uso de filmes lentos ou
radiocrômicos.
Grandezas para profissionais
As elevadas exposições recebidas em diferentes regiões
do corpo dos profissionais que realizam procedimentos
intervencionistas são devidas principalmente às seguintes razões: proximidade ao tubo de raios X; não utilização de acessórios individuais de proteção; aquisição de
muitas imagens; longos tempos de exposição; uso de
equipamento e tecnologia impróprios; manutenção não
otimizada; taxas de dose elevadas; falta de treinamento de técnicos, médicos, etc.; técnicas intervencionistas
utilizadas por médicos de diferentes especialidades, não
radiologistas; entre outras. Portanto, previamente à aplicação de procedimentos de otimização, faz-se necessário
quantificar os níveis de radiação recebidos por estes profissionais. Basicamente, são utilizadas duas grandezas:
Equivalente de dose pessoal (HP(d)) e dose efetiva (E)
O HP(d) é uma grandeza operacional definida como o equivalente de dose em tecido mole, em uma profundidade d
(expressa em milímetros), abaixo de um ponto especificado sobre o corpo. Unidade: J/Kg ou sievert (Sv).
Para radiações fortemente penetrantes recomenda-se
o uso do HP(10), que é o equivalente de dose pessoal em
uma profundidade de 10 mm. Para radiações fracamente
penetrantes, é recomendado o uso de Hp em uma profundidade de 3 mm, HP(3), para estimar a dose no cristalino; e
em uma profundidade de 0,07 mm, HP(0,07), para estimar
a dose na pele e/ou extremidades27.
A grandeza HP(10) também é utilizada para estimar a
dose efetiva ocupacional através da avaliação do dosímetro individual usado na posição mais exposta do tórax28.
Fluoroscopia e sistemas de raios X para
A fluoroscopia proporciona uma imagem em movimento,
em tempo real, permitindo sua aplicação em exames nos
quais se deseja obter imagens dinâmicas de estruturas e
funções do organismo com o auxílio de meios de contraste
à base de iodo ou bário. A imagem gerada pela fonte de
raios X é formada em uma tela fluorescente de entrada de
um intensificador de imagem, que converte a imagem dos
raios X do paciente em uma imagem luminosa. A intensidade da luz é diretamente proporcional à intensidade de raios
X, e portanto a imagem é fiel29. Na Figura 3 se mostra um
equipamento fluoroscópico típico para intervencionismo.
Componentes de um Equipamento
Fluoroscópico
Gerador de raios X
O gerador de raios X modifica a tensão e a corrente de entrada proveniente da rede elétrica, proporcionando as condições necessárias para a produção do feixe de raios X.
O gerador controla o início e término da exposição e possibilita a seleção das energias, taxa de dose e tempos de
exposição.
O gerador é ligado ao sistema de controle automático de
exposição (CAE), que controla os parâmetros operacionais,
tensão máxima (kVp) e corrente (mA). Fototemporizadores
e subsistemas de controle de brilho automático medem a
exposição da radiação incidente no receptor de imagem
para gerar instantaneamente um sinal de retorno que permite adequar as densidades das imagens adquiridas ou o
brilho da imagem fluoroscópica. O CAE age para manter
um nível constante de brilho da imagem observada em um
monitor, mesmo quando o intensificador de imagem se movimenta por partes do corpo de diferentes densidades e
coeficientes de atenuação. O brilho constante é alcançado ajustando a kVp e a corrente, automaticamente, tanto
quanto for necessário para manter o nível de radiação na
entrada do intensificador de imagem.
Os geradores usados para fluoroscopia podem ser dos
tipos monofásico e trifásico, de potencial constante e de alta
frequência. Os geradores de alta frequência, usados nos
equipamentos modernos, proveem uma reprodutibilidade de
exposição superior, são mais compactos, de menor custo de
aquisição e de menor tempo para reparos e manutenção30.
Nos estudos cardíacos, requer-se que o gerador seja capaz
de produzir uma faixa de quilovoltagem entre 80 e 100 kVp,
de forma uniforme e de pulsos com tempos muito curtos31.
Fluoroscopia contínua e pulsada
Em fluoroscopia, são usados dois modos para fornecer
energia ao tubo de raios X: exposição contínua e pulsada.
Na fluoroscopia contínua, o gerador provê uma corrente
do tubo contínua enquanto a fluoroscopia é acionada. As
imagens são adquiridas para uma taxa de 30 fotogramas
por segundo, sendo um tempo de aquisição de 33 milisegundos por imagem. No modo pulsado, são produzidos
pulsos de radiação curtos e intensos, sendo possível controlar sua altura, largura e frequência (Figura 4). Mudando
a taxa de pulsos de 30 para 7,5 pulsos/s, uma redução de
dose de 75% pode ser alcançada facilmente.
Uma vantagem da fluoroscopia pulsada é a melhoria
na resolução temporal. É possível reduzir o ‘borrão’ (‘blur’
em inglês) causada pelo movimento na imagem, quando
são usados tempos de aquisição mais curtos, tornando
a técnica útil e possível de ser usada para examinar estruturas em movimento rápido, como as obtidas nas aplicações cardiovasculares. A frequência de pulsos pode
ser modificada de maneira a obter uma redução da dose
cumulativa. No entanto, a fluoroscopia pulsada nem sempre significa que a dose será menor que a da contínua.
A taxa de dose depende da dose por pulso (altura e largura do pulso) e do número de pulsos por segundo. Os
geradores de potencial constante são capazes de gerar
pulsos mais curtos de exposições, enquanto os de alta
Figura 3. Equipamento arco em C, utilizado para procedimentos
intervencionistas.
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frequência e trifásicos produzem alguns pulsos ligeiramente mais longos.
Na imagem vascular periférica, é utilizada uma taxa
moderada de aquisição de imagens (baixa taxa de imagens por segundo). Na angiografia cardíaca, as exposições com altas taxas de aquisição (60 a 90 imagens por
segundo) podem ser necessárias e o gerador deve ser capaz de produzir tensões uniformes e pulsos com tempos
de exposição muito curtos31.
Figura 4. Esquema representativo da emissão de radiação no
modo pulsado.
Figura 5. Esquema dos elementos de um tubo de raios X31.
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Tubo de raios X
O tubo consiste em dois eletrodos metálicos, o catodo e
o anodo, contidos dentro de um encapsulamento de vidro
a vácuo (Figura 5). O catodo emite elétrons por emissão
termoiônica. Estes elétrons são acelerados até o anodo e
atingem um ponto denominado ponto focal do alvo, produzindo raios X e calor.
A tensão e a corrente aplicadas ao tubo definem as
características da radiação X produzida. A corrente aplicada ao tubo (mA) é relacionada ao número de elétrons,
e portanto ao número de fótons produzidos; já a tensão
aplicada (kV) afeta a energia dos raios X, e portanto seu
poder de penetração. O ponto focal é a região do alvo
do tubo onde ocorrem as colisões dos elétrons emitidos
pelo filamento, e é o local de origem dos raios X produzidos. O tamanho do ponto focal é muito importante para
a formação da imagem. Um ponto focal menor resulta em
imagens mais nítidas31.
Para aplicações clínicas de angiografias e de procedimentos intervencionistas, é importante que o tubo de raios
X tenha algumas características adicionais:
• rotação de anodo de alta velocidade: devido ao
requerimento de registro de imagens de alta velocidade, a quantidade de calor dissipado pode ser
considerável, sendo necessário um tubo de raios X
com uma grande capacidade de dissipação do calor. Para melhorar a dissipação de calor, pode ser
usada uma rotação anódica de alta velocidade (acima de 10.000 rpm);
•
circulação de água ou dissipador de calor de óleo:
pelo exposto acima, é necessária a instalação de um
sistema de circulação por água ou um trocador de
calor de óleo com ventiladores de resfriamento.
A maioria dos equipamentos intervencionistas dispõe de
filtros adicionais, geralmente de cobre (Figura 6), além dos
filtros de alumínio encontrados em equipamentos convencionais. Este filtra os componentes de baixa energia do espectro
de raios X que não são necessários para criar a imagem, causando o ‘endurecimento’ do feixe e reduzindo não somente a
dose na pele do paciente, mas também a radiação espalhada
para o operador. Durante a fluoroscopia, o espectro de raios
X é permanentemente endurecido pela presença deste filtro.
Na aquisição digital, mediante o controle automático da exposição, é calculada a equivalência em água do paciente a partir
da relação kV/mA e da largura do pulso. Dependendo deste
valor, o filtro de cobre é automaticamente retirado da trajetória do feixe, caso a qualidade da imagem se torne inaceitável
como consequência da alta densidade do paciente.
Os equipamentos também vêm providos do chamado
‘colimador cardíaco’, que consiste em lâminas de alumínio
que podem ser deslocadas para dentro da região irradiada,
de modo a compensar efeitos de brilho intenso na imagem,
quando em alguma região da imagem não há objeto atenuador e o feixe incide diretamente sobre o intensificador de
imagem (Figura 6). A posição do filtro é mostrada graficamente na última imagem fluoroscópica (‘last image hold’,
em inglês, LIH), de maneira que é possível mudar a posição
do filtro sem necessidade da emissão de radiação.
Grade
A grade é utilizada para reduzir a radiação espalhada e
aumentar o contraste e, consequentemente, a qualidade
da imagem. A grade pode (e deve) ser retirada nos casos
em que o paciente irradiado não produz espalhamento
significativo. Desta maneira, é possível obter uma redução
importante da dose.
Tubo intensificador de imagem
Sistemas de fluoroscopia usam intensificadores de imagem para converter uma imagem de baixa intensidade em
uma imagem minimizada de alta intensidade de brilho. O
tubo intensificador de imagem (II) é um dos componentes
principais do equipamento fluoroscópico. Este dispositivo
é responsável pela transformação dos fótons de raios X
em um sinal luminoso. Os principais componentes de um
tubo II são (Figura 7)32:
• tubo de vidro a vácuo: permite o fluxo de elétrons do
fotocatodo para o anodo;
• tela fluorescente de entrada: composta de cristais de
CsI ativado com sódio (de 15a 40 cm de diâmetro);
• fotocatodo: fina camada de compostos de Cs e Sb,
de onde são liberados elétrons por foto-emissão;
• lentes eletrostáticas: placas de metal positivamente
carregadas que focam e aceleram os elétrons até a
tela de saída;
•
•
anodo: placa carregada positivamente que atrai os
elétrons até a tela de saída. Diferença de potencial
ente anodo e catodo: de 25a 35 kV;
tela fluorescente de saída: peça de vidro ou alumínio
de 2,54 cm de diâmetro coberta com fina camada de
sulfeto de Cd e Zn. Emite luz (amarelo/verde) de 500
a 650 nm.
Quando um fóton chega à tela fluorescente na entrada
do intensificador de imagem, é produzida uma cintilação.
Os fótons de luz desta cintilação ejetam elétrons do fotocatodo adjacente. Estes elétrons são acelerados até o
anodo por meio de eletrodos focalizadores que, quando
Figura 6. Lâmina de cobre na saída do sistema de colimação, geralmente presente nos equipamentos intervencionistas; filtro ‘cardíaco’; imagem congelada (LIH), mostrando a presença do filtro.
(Foto: L. Canevaro).
Figura 7. Esquema de um tubo intensificador de imagem e
princípio de funcionamento31.
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Canevaro L
atingem a tela de saída, criam um pulso de luz muito maior
e mais brilhante do que aquele produzido na tela de entrada. O sinal de saída, que é cerca de 5.000 a 10.000 vezes
maior que o sinal da tela de entrada, é devido ao ganho de
brilho que ocorre no intensificador de imagem.
Os intensificadores de imagem possuem telas de entrada entre 13 e 40 cm de diâmetro. A tela de saída tem,
geralmente, de 2,5 a 3,5 cm de diâmetro. Intensificadores
de 13 cm de diâmetro produzem maior magnificação e
melhor definição de detalhes, e geralmente são utilizados
em angioplastia coronária. Intensificadores de 23 cm são
utilizados na ventriculografia esquerda, pois geram imagens de áreas grandes.
Diafragma de luz
Localizado entre a saída do II e a câmara de vídeo, é responsável por garantir que a câmara receba a mesma intensidade de sinal de luz independente da exposição ser
alta ou baixa. Uma pequena abertura deste dispositivo
restringe a imagem a ser adquirida com exposição alta
de radiação, para garantir um nível de luz adequado à
câmara de vídeo, diminuindo o efeito do ruído quântico
e produzindo uma maior relação sinal-ruído na imagem.
Contrariamente, uma grande abertura deste dispositivo é
usada para minimizar a exposição no paciente em casos
onde o ruído quântico não é um fator limitante para a qualidade da imagem33.
Câmara de vídeo ou dispositivo de acoplamento de
cargas
A função básica da câmara de vídeo é a de produzir um
sinal eletrônico proporcional à quantidade de luz enviada
pelo intensificador de imagem. O sinal gerado pela câmara
de vídeo é um sinal de tensão que varia em tempo e que é
enviado até o monitor por meio de um processo de varredura que pode ser de 525 ou de 1.023 linhas.
Fluoroscopia digital
Um sistema fluoroscópico digital é mais comumente configurado como um sistema convencional (tubo, mesa, intensificador, sistema de vídeo) no qual o sinal de vídeo analógico
é convertido e armazenado na forma de dados digitalizados.
A aquisição digital de dados permite a aplicação de diversas técnicas de processamento de imagem, como congelamento da última imagem, processamento da escala de
cinzas, média temporal de imagens, intensificação de bordas, subtração de imagens em tempo real (angiografia por
subtração digital, DSA), assim como a realização de diversas
medições de tamanhos de vasos sanguíneos, volumes, etc.
Alternativamente, a digitalização pode ser realizada com dispositivos denominados dispositivos de acoplamento de carga (CCD), ou por captura direta dos raios X com um detector
do tipo flat panel34. Os CCD foram inicialmente introduzidos
em meados de 1970, como microcircuitos de silício capazes
de gravar imagens de luz visível33.
108
O detector flat panel está baseado em arranjos de fotodiodos de silício amorfo e finos transistores (TFT), em
combinação com cintiladores de CsI(Tl). Em salas de intervencionismo, a transição de intensificadores de imagem
para flat panel é facilitada pelas vantagens que oferecem,
tais como imagens sem distorção, excelente contraste,
grande faixa dinâmica e alta sensibilidade aos raios X34,35.
De maneira geral, um equipamento intervencionista é
capaz de trabalhar com faixas de tensões entre 50 e 125
kVp, controle automático de exposição e possibilidade de
congelamento da última imagem. Normalmente dispõe de
pelo menos três modos de magnificação e dois modos
de imagem: fluoro e aquisição digital, com diferentes frequências de pulsos. Alguns equipamentos têm incorporado um sistema dosimétrico do produto kerma-área (cGy.
cm2). Geralmente oferecem a possibilidade de diferentes
modos de taxa, denominados low, normal e high, ou baixa
taxa e alta taxa, ou fluoro e fluoro+. No modo de alta taxa,
deve se acionar um alarme sonoro durante a emissão da
radiação. A mesa está montada sobre o piso no centro
longitudinal da sala, e a sua rotação é possível mediante
um único ponto situado no piso, para possibilitar diversos
movimentos do arco em C.
Controle da qualidade em radiologia
intervencionista
Caracterização do equipamento de raios X
O controle de qualidade é fundamental para o bom funcionamento de qualquer setor de hemodinâmica, tanto para
a proteção de pacientes e profissionais quanto para a conservação do equipamento de raios X. Através do controle
de qualidade, falhas do funcionamento são detectáveis
antes que seja necessária uma intervenção.
A caracterização de um equipamento intervencionista
compreende uma grande variedade de testes que devem
ser realizados com diferentes periodicidades36,37. Devem
ser realizadas medidas do equipamento radiológico, dos
receptores de imagem, do sistema de registro de dados,
dos sistemas de visualização da imagem (monitores) e dos
instrumentos de medida. Isto para todos os modos de
dose, para todos os modos de aquisição de imagem (fluoro, digital), para todas as possíveis magnificações, registrando todos os parâmetros relevantes (técnicas, distâncias, instrumentação, etc.) que possibilitem repetir o teste
exatamente nas mesmas condições, e com instrumentos
de medição calibrados e funcionando corretamente.
Avaliações mínimas do sistema tubo de raios
X-gerador são: exatidão e reprodutibilidade da tensão do
tubo, reprodutibilidade e linearidade do rendimento do
tubo, camada semi-redutora, compensação do CAB para
diferentes espessuras e tensões. Na Figura 8 se mostra o
processo de medição do rendimento do tubo de raios X.
Deve-se medir a taxa de kerma no ar a 1 m do ponto focal
variando a tensão, para todos os modos de magnificação
e de taxa de dose do equipamento de raios X.
Os parâmetros dosimétricos, relacionados ao paciente, mais importantes de serem medidos são: taxa de kerma de entrada na superfície, máxima taxa de kerma de
entrada na superfície e dose/imagem na entrada da superfície. Em relação ao intensificador de imagem: taxa de kerma no ar na entrada do II, dose/imagem na entrada do II e
fator de conversão. Na Figura 9 apresenta-se um arranjo
experimental que permite medir simultaneamente parâmetros relacionados à entrada do paciente, ao intensificador
de imagem e aos aspectos de qualidade da imagem.
São utilizadas placas de PMMA para simular a presença de um paciente, a câmara de ionização é colocada
sobre a mesa de exames, para medir a taxa de kerma de
entrada e entre as placas é colocado um objeto de teste para avaliar a qualidade da imagem. As medições são
repetidas para espessuras maiores de PMMA, podendo
assim caracterizar o desempenho do equipamento em diferentes condições de funcionamento.
Medidas geométricas importantes são: mínima distância foco-pele, sistema de colimação, coincidência do campo de raios X e o receptor de imagem, tamanho do campo
de entrada do II, distorção geométrica e distorção tipo S.
Figura 8. Posicionamento da câmara de ionização de referência
para medir a taxa de kerma no ar, para diferentes kVp, a fim de
determinar o rendimento do tubo de raios X.
Avaliação da qualidade da imagem
Os aspectos mais relevantes que devem ser avaliados são
o limite de resolução espacial de alto contraste e o limiar
de sensibilidade a baixo contraste (avaliação do ruído).
Para estas avaliações são utilizados objetos de teste específicos para tais fins (Figura 10).
Dosimetria de pacientes
As câmaras de ionização usadas em intervencionismo
devem ter volumes entre 3 cm3 e 60 cm3 e paredes de
material equivalente ao ar, de maneira que sua resposta
energética seja substancialmente uniforme para todos
os espectros de raios X diagnósticos. A corrente de fuga
deve ser muito pequena em comparação à corrente de
ionização produzida pela mínima taxa de dose a ser medida, e a resposta da câmara não deve ser afetada apreciavelmente pela recombinação de íons para altas taxas
de dose. Sua calibração deve ser rastreada ao padrão primário nacional em kerma no ar, e sua incerteza não deve
ultrapassar 10%, com um nível de confiança de 95% para
as qualidades de raios X e taxas de doses encontradas em
radiodiagnóstico. As câmaras de ionização, em particular
as abertas, devem ser protegidas da umidade.
Medida do produto kerma-área, PKA
O produto kerma-área é a grandeza mais adequada para
medir o grau de exposição do paciente e para expressar
os níveis de referência em intervencionismo. Em primeiro
lugar porque a medida do PKA é mais fácil e prática, visto
que o exame é inteiramente registrado (em termos de exposição do paciente), há pouca interferência na realização
do exame e não há necessidade de incomodar o paciente
nem o médico com as medições. Em segundo lugar, o PKA é
uma grandeza mais relacionada com o risco de indução de
Figura 9. Posicionamento da câmara de ionização de referência
para medir a taxa de kerma de entrada (sobre a mesa, embaixo
da lâmina de PMMA) e avaliar aspectos relacionados à qualidade da imagem com objeto de teste colocado entre as duas
placas de PMMA.
efeitos estocásticos, porque considera, além da dose, a área
irradiada (relacionada com o volume de tecido e os órgãos
irradiados).
Uma câmara de ionização de transmissão, de placas
paralelas com área suficiente para abranger o feixe de
raios X, é colocada à saída do feixe após o colimador para
monitorar a exposição total do paciente (Figura 11). A câmara é transparente à luz visível e sua resposta é proporcional à quantidade total de energia dirigida ao paciente
durante a realização do procedimento23. A intensidade do
feixe em um certo ponto da câmara de ionização é a quantidade de energia por segundo, que flui através da unidade
de área de um plano perpendicular ao eixo do feixe. Se
a intensidade é integrada sobre a área do feixe de raios
109
Canevaro L
Figura 10. Imagens dos objetos de Leeds TOR(TVR) e TO.10
para avaliar resolução espacial e limiar de sensibilidade a baixo
contraste.
Figura 11. Medidor de PKA e câmara colocada na saída do tubo
de raios X.
X e durante o tempo de irradiação, obtém-se o produto
kerma-área. Já que a medida da quantidade de radiação
pode ser feita às expensas da energia absorvida no detector, a medida do PKA está diretamente relacionada com a
energia absorvida pelo paciente, desprezando a atenuação do ar e considerando os correspondentes fatores de
retroespalhamento. A câmara, ao integrar a dose sobre
toda a área, compensa o efeito anôdico (heel) no tubo de
raios X e possíveis flutuações na linha de alimentação.
A câmara do medidor de PKA é fixada ao colimador do
tubo de raios X, e passa a ser parte do arranjo mecânico
definido do equipamento de raios X. Dessa forma, o sistema câmara-eletrômetro não pode ser recalibrado em um
laboratório de calibração, devendo ser recalibrado in loco.
A cadeia de rastreabilidade é estabelecida pela calibração
em kerma no ar do dosímetro de referência.
A recalibração do conjunto (câmara de ionização
de transmissão+eletrômetro) consiste na estimativa do
110
verdadeiro valor do PKA a partir da medida do kerma no ar,
usando uma câmara de ionização de referência, e da medida da área irradiada em um filme exposto à mesma distância que a câmara. O produto desses valores medidos
separadamente (kerma em cGy e área em cm2) é comparado à leitura fornecida pelo medidor de PKA (cGy.cm2). A
partir desta comparação, um fator de recalibração pode
ser calculado. Posteriormente, todas as mediçoes de PKA
realizadas durante procedimentos com pacientes deverão
ser multiplicadas pelo fator de recalibração encontrado.
Máxima dose na entrada da pele (PSD)
As medidas da máxima dose (kerma) na entrada da pele
são necessárias nos procedimentos intervencionistas
naqueles em que exista a possibilidade de acontecerem
efeitos determinísticos. A PSD pode ser medida utilizando
filmes radiocrômicos (Figura 12).
Os filmes radiocrômicos têm algumas vantagens: é
possível identificar tamanho e distribuição dos campos
irradiados e medir as intensidades das doses (uma vez
que o filme tenha sido calibrado); o filme proporciona um
registro quantitativo para o prontuário do paciente, além
de orientações para planejar futuros procedimentos; permite implementar mecanismos de otimização, melhorando
a técnica fluoroscópica e a segurança do paciente, etc.
Dosimetria de profissionais
Na RI, a avaliação das exposições dos profissionais é complicada, devido à complexidade inerente ao próprio procedimento38. Para cumprir com exigências legais, o profissional deve utilizar um monitor individual na altura do tórax,
por fora do avental plumbífero. Em algumas situações, é
utilizado o sistema de dupla monitoração (no pescoço, por
fora do avental, e na cintura, embaixo do avental; ou no
tórax, por fora do avental e no pulso esquerdo)2,39-41. No
entanto, sabe-se que a irradiação do profissional em intervencionismo é fortemente não-homogênea. Atualmente,
existe uma ampla discussão, no âmbito científico internacional, no sentido de encontrar um método de monitoração adequado para refletir de maneira mais realista o grau
e distribuição da exposição dos profissionais que participam de procedimentos intervencionistas.
Em um único procedimento, o profissional pode receber até 2 mSv no cristalino; com três procedimentos por
dia, é possível atingir 1.500 mSv/ano42. Se elementos de
proteção não são utilizados, em quatro anos será possível
que apareçam opacidades no cristalino43. Para quantificar
a exposição de pontos determinados do corpo do profissional, podem ser usados os seguintes métodos:
• dosimetria termoluminescente (TLD): cristais termoluminescentes do tipo LiF: Mg,Ti (TLD 100) são separados em grupos de dois ou três, e embrulhados
e identificados em pequenos badges. Em seguida,
estes badges são colocados nos pontos do corpo
dos profissionais que se deseja monitorar (Figura 13).
Obviamente, os TLD são previamente selecionados,
recebem os tratamento térmicos pré- e pós-irradiação
•
•
•
de acordo aos protocolos estabelecidos, e são calibrados na grandeza Hp(d), com d podendo ser 0,07
mm (pele), 3 mm (cristalino) e 10 mm (dose profunda).
Podem ser avaliadas doses por procedimentos individuais ou por determinados períodos, e por tipo de
procedimento (angiografia, angioplastia, etc). O uso
de TLD apresenta algumas desvantagens, tais como
sensibilidade ao calor, limiar inferior de leitura da ordem de 0,1 mSv, fading quando de demoras na leitura, incapacidade de releitura;
utilização de dosímetros eletrônicos: a tendência atual é a de utilizar dosímetros eletrônicos44 (Figura 14).
Algumas características são: insensibilidade ao calor,
limiar inferior de leitura > 0,1 mSv, dificuldade em calibrar, delicadeza, custo relativamente alto, necessidade de leitura semanal ou mensal para registrar os resultados. A preferência por estes dosímetros se deve
ao fato de que a medição é fornecida em tempo real.
Isto é de grande aplicação prática nos mecanismos
de otimização;
mapeamento da sala construindo curvas de isodoses:
Sabe-se que em um sistema hemodinâmico, a distribuição da radiação espalhada é bastante complexa.
Apesar de a lei do inverso do quadrado da distância
ser válida, outros fatores interferem na atenuação da
radiação, dificultando a estimativa dos valores das
taxas de doses nos diferentes pontos dentro da sala.
Uma maneira de quantificar os níveis de radiação consiste em medir as taxas de kerma no ar, em diferentes
pontos e alturas dentro da sala (Figura 15). A partir das
medições podem ser gerados mapas de isodoses,
de modo que os profissionais podem conhecer com
maior segurança os locais de melhor posicionamento;
dosímetros oticamente estimuláveis (OSD): também
são utilizados para dosimetria pessoal, sendo algumas
de suas vantagens a insensibilidade ao calor, o fornecimento de registros permanentes, o limite inferior de leitura da ordem de 0,01 mSv, a ausência de fading, etc.
Figura 12. Colocação do filme radiocrômico antes da realização do
procedimento e imagem obtida dos campos irradiados no paciente.
Proteção radiológica de pacientes e
profissionais
Em muitos países, a preocupação com os efeitos estocásticos e com as lesões observadas na pele tem resultado
na procura pelo estabelecimento de níveis de referência de
diagnóstico20 para pacientes submetidos a procedimentos
de radiologia intervencionista, e também na elaboração de
algumas recomendações para que estes procedimentos
possam ser otimizados3,23.
Diversas medidas adotadas para proteção do paciente, consequentemente, protegem o profissional. Podemos
mencionar: a redução dos tempos de fluoroscopia e de
aquisição digital; a utilização de baixas taxas de dose; a
menor frequência de pulsos; o uso de colimadores, filtros
adicionais e congelamento da última imagem; o uso de
(Fotos: cortesia B. Dias Rodrigues).
Figura 13. Monitoração dos profissionais com TLD42
111
Canevaro L
Fotos: cortesia L. Silva Pereira
Figura 15. Procedimento de medição da radiação espalhada,
com câmara de ionização de grande volume, em diferentes pontos da sala para a elaboração de curvas de isodoses.
Figura 14. Monitoração dos profissionais com dosímetros eletrônicos nos pulsos e nas proximidades do cristalino43.
menores distâncias paciente-receptor de imagem, etc.
Outras medidas, como a variação na angulação do tubo
para não produzir lesões na pele, não necessariamente
implicam uma maior proteção do profissional.
No caso dos profissionais, o uso de ferramentas de
radioproteção e a aplicação de boas práticas podem diminuir os valores de dose efetiva assim como o risco de
lesões no cristalino e na pele39,45. Alguns fatores operacionais e técnicos podem contribuir para o aumento da
dose dos profissionais que executam procedimentos hemodinâmicos intervencionistas (tensão aplicada ao tubo,
corrente elétrica no tubo, tempo de fluoroscopia, área irradiada, número de imagens, etc)46, se não são ajustados
112
corretamente ou se são usados adequadamente. A seguir
discutem-se alguns desses fatores.
• Colimação: quanto maior é o volume irradiado do paciente, maior é a quantidade de radiação espalhada
gerada. Havendo um aumento das dimensões do
campo em um fator de 2, tanto o volume do tecido exposto como a intensidade da radiação espalhada estarão multiplicados aproximadamente por um fator 4;
• Corrente do tubo (mA): este fator é diretamente proporcional à quantidade de radiação emitida e, portanto, proporcional à radiação espalhada. Duplicar o mA
implica dobrar a taxa de dose e a dose ao pessoal;
• Posicionamento do profissional em relação ao paciente e ao tubo de raios X: no caso particular de um sistema hemodinâmico, a distribuição de dose é bastante
complexa. Apesar de a lei do inverso do quadrado da
distância ser válida, outros fatores interferem na atenuação da radiação, dificultando a estimativa dos valores das taxas de doses nos diferentes pontos dentro
da sala. Na Figura 16, apresenta-se um exemplo do
comportamento das curvas de isodoses ao redor de
um sistema hemodinâmico de arco em C31. Em relação
ao paciente, quanto maior o seu volume, maior será a
radiação espalhada que atingirá o profissional;
Figura 16. Perfil da radiação espalhada em um sistema hemodinâmico2.
Figura 17. Diferentes incidências de um arco em C31.
•
Angulação do arco em C: a modificação da posição
do tubo de raios X durante o procedimento (Figura 17)
influencia nos valores das doses equivalentes nas diferentes regiões do corpo do profissional. Diferentes
angulações do arco em C podem modificar a taxa de
dose espalhada em diferentes pontos dentro da sala.
Isto se deve às grandes variações na taxa de dose nas
proximidades do tubo de raios X (entre 4 e 8 mSv/h),
e nas proximidades do intensificador de imagem (entre
0,4 e 0,8 mSv)47,48.
Aspectos importantes para a proteção
radiológica em cardiologia intervencionista:
necessidade de treinamento
O documento mais recente da ICRP que trata sobre os
riscos envolvidos na Radiologia Intervencionista, devido
à sua crescente importância em termos da dose coletiva
mundial, é a Publicação 852. As doses ocupacionais em
procedimentos intervencionistas guiados por fluoroscopia
são as mais altas da Radiologia. O documento apresenta
diversas patologias da pele e do olho (catarata) diagnosticadas em médicos intervencionistas, assim como recomendações para evitá-las e otimizar os procedimentos. O
uso de equipamentos de proteção é indispensável. O uso
de aventais de chumbo pode reduzir a 5% a dose dos
profissionais na sala do exame, e devem ser usados por
toda a equipe. Blindagens especiais devem ser colocadas
entre o paciente e o médico. Para evitar o surgimento de
catarata, os médicos devem usar óculos plumbíferos.
Além dos sistemas de proteção, é recomendável o uso
de um sistema robusto e adequado de monitoração individual do pessoal de Cardiologia Intervencionista. Apenas um dosímetro, colocado por dentro ou fora do avental, nem sempre é suficiente para estimar adequadamente a dose efetiva
ocupacional, devido à grande heterogeneidade do campo de
radiação. Pode ser usado um dosímetro adicional na altura
do pescoço, por fora do avental, para estimar a dose na cabeça (olhos). O NCRP31 recomenda uma combinação linear
da leitura destes dois dosímetros para uma melhor estimativa
da dose efetiva. No Brasil, a Portaria 45328 determina que
o monitor individual deve ser usado por fora do avental, na
parte mais exposta do tórax, estimando a dose nas partes
não blindadas do corpo. Para fins de comparação com os
limites de dose efetiva, seu valor nominal deve ser dividido
por 10. Além disto, é recomendado que, caso as mãos recebam doses mais do que 10 vezes superiores ao valor medido
por este dosímetro, sejam usados dosímetros adicionais de
extremidades (anel ou pulseira).
Para garantir as menores doses ocupacionais possíveis em Cardiologia Intervencionista, é preciso otimizar a
dose no paciente: menores doses nos pacientes geram
menor quantidade de radiação espalhada. Para isto, é fundamental que todo o pessoal envolvido nos procedimentos tenha grande conhecimento e treinamento, não só na
parte médica e técnica dos procedimentos e equipamentos, mas também sobre os conceitos de radioproteção. O
estabelecimento de sistemas de controle de qualidade e
níveis de referência também ajuda muito na manutenção
de níveis adequados de proteção aos pacientes e profissionais, favorecendo a comparação entre diferentes serviços de saúde que executam os mesmos procedimentos.
Analisando as causas de valores de doses muito diferentes entre si, ou muito maiores do que o nível de referência
estabelecido, pode-se determinar qual a melhor maneira
de otimizar o processo, tanto em sua fase de planejamento quanto de execução.
Os profissionais de Cardiologia Intervencionista precisam de sistemas de controle da qualidade que garantam
a credibilidade do sistema de segurança e um sistema regulador adequado. A legislação de proteção radiológica
deve contemplar os profissionais expostos, os pacientes,
os equipamentos, as instalações e a capacitação. No
Brasil, a Portaria 453/98/MS não diferencia aspectos relacionados à prática intervencionista. Internacionalmente,
existem diversas recomendações para a proteção radiológica de pacientes e trabalhadores de RI.
113
Canevaro L
Referências
1.
2.
3.
4.
5.
6.
7.
8.
9.
10.
11.
12.
13.
14.
15.
16.
17.
18.
19.
20.
21.
114
Margulis AR. Interventional diagnostic radiology — a new subspecialty.
Am J Radiol. 1967;99:671-762.
International Commission on Radiation Protection. Avoidance of radiation
injuries from medical interventional procedures. Publication 85, Annals of
the ICRP. v. 30 n. 2. ICRP; Vienna 2000.
Luz ES. Proteção radiológica em radiologia intervencionista: estudo de
caso [dissertação]. Rio de Janeiro: Instituto Militar de Engenharia; 2004.
Da Silva LP. Avaliação da exposição à radiação dos profissionais
que executam procedimentos intervencionistas em um serviço de
hemodinâmica [dissertação]. Rio de Janeiro: Instituto de Radioproteção
e Dosimetria, Comissão Nacional de Energia Nuclear; 2004.
Peres da Silva L, Maurício CLP, Canevaro LV, Oliveira PS. Avaliação
da exposição à radiação dos médicos que executam procedimentos
hemodinâmicos intervencionistas. Radiol Bras. 2008;41(5):319-23.
Bernardi G, Bar O, Jezewski T, Vañó E, Maccia C, Trianni A, et al. Quality criteria
for cardiac images: an update. Radiat Prot Dosimetry. 2008;71(1-3):954-60.
Vañó E, González L, Guibelalde E, Fernández JM, Ten JI. Radiation
exposure to medical staff in interventional and cardiac radiology. Br J
Radiol. 1998;71(849):954-96.
Trianni A, Bernardi G, Padovani R. Are new technologies always reducing
patient doses in cardiac procedures? Radiat Prot Dosimetry. 2006;117
(1-3):97-101.
O’Brien B, Van der Putten W. Quantification of risk-benefit in interventional
radiology. Radiat Prot Dosimetry. 2008;129(1-3):59-62.
Bahreyni Toossi MT, Zare H, Bayani S, Esmaili S. Organ and effective
doses of patients arising from coronary angiography and percutaneous
transluminal coronary angioplasty at two hospitals in Mashhad-Iran.
Radiat Prot Dosimetry. 2008;128(3):363-6.
United Nations Scientific Committe on the Effects of Atomic Radiation
Sources and Effects of Ionising Radiation. v.2. UNSCEAR. Vienna; 2000.
DATASUS. [On-line]. [citado 16 jan 2008]. Disponível em: http://tabnet.
datasus.gov.br/tabdata/cadernos/BR/Brasil_GeralBR.xls.
Food and Drug Administration. Avoidance of serious X ray induced skin
injuries to patients during fluoroscopically guided procedures. Med Bull.
1994:24(2):1-17.
Koenig TR, Wolff D, Mettler FA, Wagner LK. Skin injuries from
fluoroscopically guided procedures: part 1, characteristics of radiation
injury. AJR Am J Roentgenol. 2001;177(1):3-11.
Koenig TR, Mettler FA, Wagner LK. Skin injuries from fluoroscopically
guided procedures: part 2, review of 73 cases and recommendations
for minimizing dose delivered to patient. AJR Am J Roentgenol.
2001;177(1):13-20.
Koenig TR, Wagner LK, Mettler FA, Wolff D. Radiation Injury to the Skin
Caused by Fluoroscopic Procedures: Lessons on Radiation Management
[Internet]. The University of Texas Health Science Center at Houston.
[cited 2009 Jul 20]. Available from: <www.uth.tmc.edu/radiology/
exhibits/koenig_wagner/index.htm>
Shope TB. Radiation induced skin injuries from fluoroscopy. Radiographics.
1996;16(5):1195-9.
Archer BR, Wagner LK. Protecting patients by training physicians in
fluoroscopic radiation management. J Appl Clin Med Phys. 2000;1(1):32-7.
Radiological Society of North America. 2007 Syllabus: radiation biology for
diagnostic and interventional radiologists. In: Hedrick WR, editor. 5th ed.
Oak Brook, IL: RSNA; 2007.
International Atomic Energy Agency. Establishing guidance levels in X ray
guided medical interventional procedures: a pilot study. Safety Report
Series, n. 59. Vienna: IAEA; 2009.
International Atomic Energy Agency. Dosimetry in diagnostic radiology: an
international code of practice. Technical Report Series, n. 457. Vienna:
IAEA; 2007.
22. International Commission on Radiation Units and Measurements. Patient
dosimetry for x rays used in medical imaging. ICRU Report, n. 74.
Bethesda, MD: ICRU; 2006.
23. Canevaro, LV. Otimização da proteção radiológica em fluoroscopia: níveis
de referencia de diagnóstico. [tese]. Rio de Janeiro: Universidade do
Estado do Rio de Janeiro; 2000.
24. International Comission on Radiological Protection. The 2007
Recommendations of the International Commission on Radiological
Protection. Publication 103. : Pergamon Press; Vienna, 2007.
25. Drexler G, Panzer W, Petoussi N, Zankl M. Effective dose — how effective
for patients? Radiat Env Biophys. 1993;32(3):209-19.
26. Tapiovaara M, Lakkisto M, Servomaa A. A PC-based Monte Carlo program
for calculating patient doses in medical x-ray examinations. Helsinki:
Finnish Centre for Radiation and Nuclear Safety; 1997.
27. International Commission on Radiation Units and Measurements.
Quantities and units used in radiation protection dosimetry. Report 51.
Beteshda, MD: ICRU; 1993.
28. Ministério da Saúde. Diretrizes de proteção radiológica em radiodiagnóstico
médico e odontológico. Portaria 453. Brasília, DF; 1998.
29. Faulkner K, Marshall NW. The relationship of effective dose to personnel
and monitor reading for simulated fluoroscopic irradiation conditions.
Health Phys. 1993;64(5):502-8.
30. Rauch PL, Strauss KJ. X-ray generators, tube, collimator, positioner, and
table. In: Nickoloff EL, Strauss KJ, editors. Syllabus: a categorical course
in diagnostic radiology physics — cardiac catheterization imaging. Oak
Brook, IL: Radiological Society of North America; 1998. p. 61-82.
31. Sanchez MEG. Distribuição da taxa de kerma no ar em uma sala de
hemodinâmica para projeções típicas de procedimentos de cardiologia
intervencionista. [dissertação]. Rio de Janeiro: Instituto de Radioproteção
e Dosimetria, Comissão Nacional de Energia Nuclear; 2007.
32. Schueler BA. The AAPM/RSNA physics tutorial for residents general
overview of fluoroscopic imaging. Radiographics. 2000;20(4):1115-26.
33. Krohmer JS. Radiography and fluoroscopy, 1920 to the present.
Radiographics. 1989;9(6):1129-53.
34. Pooley RA, McKinney JM, Miller DA. The AAPM/RSNA physics tutorial for
residents: digital fluoroscopy. Radiographics. 2001;21(2):521-34.
35. Bokou C, Schreiner-Karoussou A, Breisch R, Beissel J. Changing from
image intensifier to flat detector technology for interventional cardiology
procedures: a practical poit of view. Radiat Prot Dosimetry. 2008;129(13):83-6.
36. Sociedad Española de Física Médica, Sociedad Española de Protección
Radiológica. Protocolo español de control de calidad. Madrid; 2002.
37. American Association of Physicist in Medicine. Cardiac catheterization
equipment performance. AAPM Report n.70. Maryland, USA, 2001.
38. Durán Reyes A. Intervenciones extracardíacas: como debemos
protegernos de los rayos X. Boletín Educativo ProEducar. SOLACI. Febrero
2007; Volumen 3, Número 4. Disponível em: http://www.solaci.org/
arquivos/boletines_educativos/2007/16feb2007_esp.pdf .
39. Limacher MC, Douglas PS, Germano G, Laskey WK, Lindsay BD, McKetty
MH, et al. ACC expert consensus document. Radiation safety in the
practice of cardiology. American College of Cardiology. J Am Coll Cardiol.
1998;31(4):892-913.
40. Järvinen H, Buls N, Clerinx P, Jansen J, Miljanić S, Nikodemová D, et al.
Overview of double dosimetry procedures for the determination of the
effective dose to the interventional radiology staff. Radiat Prot Dosimetry.
2008;129(1-3):333-9.
41. Jarvinen H, Buls N, Clerinx P, Miljanić S, Nikodemová D, Ranogajec-Komor
M, et al. Comparison of double dosimetry algorithms for estimating the
effective dose in occupational dosimetry of interventional radiology staff.
Radiat Prot Dosimetry. 2008;131(1):80-6.
42. Lima ALS. Estudo dosimétrico de profissionais em cardiologia intervencionista
[monografia]. Rio de Janeiro: Universidade Federal do Rio de Janeiro; 2009.
43. Padovani R. Occupational exposures and protective devices. In: Course
on radiation protection for interventional radiology and cardiology. Sófia,
Bulgária; 2006.
44. Prlic I, Suric Mihic M, Vucic Z. Acive electronic personal dosemeter
in interventional radiology. Radiat Prot Dosimetry. 2008;132(3):
308-12.
45. Vañó E. Radiation exposure to cardiologists: how it could be reduced,
Heart. 2003;89(10):1123-4.
46. Zakova M. Occupational exposure in angiography (Prague workplaces).
Radiat Prot Dosimetry. 2001;94(1-2):129-32.
47. Vañó E, Gonzalez L, Guibelalde E, Fernandez JM, Ten JI. Radiation
exposure to medical staff in interventional and cardiac radiology. Br J
Radiol. 1998;71(849):954-60.
48. Vañó E, Gonzalez L, Beneytez F, Moreno F. Lens injuries induced
by occupational exposure in non-optimized interventional radiology
laboratories. Br J Radiol. 1998;71(847):728-33.
115

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